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Die Röntgencomputertomographie (im
folgenden kurz CT genannt) rekonstruiert das überlagerungsfreie Röntgenbild
einer Objektschicht aus Projektionen, die durch seitliche Röntgendurchstrahlungen
dieser Objektschicht aufgenommen werden. Dieses rekonstruierte Röntgenbild
ist ein Computertomogramm.
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Das Prinzip der CT und Ausführungsformen für Geräte, auf
die sich die Erfindung bezieht (Oomputertomographen) und mit denen
sich diese Beschreibung befassen wird, finden sich z.B. in der
DE-Patentschrift 1941433 (G.N.Hounsfield).
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Die ersten Computertomographen bauten jede
Projektion als Parallelstrahlprojektion durch Parallelverschiebung
eines feinen ausgeblendeten "Bleistiftstrahls" auf. Röntgenstrahler
und Detektor wurden dabei gleichzeitig und gleichsinnig linear verschoben.
Nach der Aufnahme einer Projektion wurde dieser Parallelverschiebemechanismus
um einen kleinen Winkel gedreht, und durch erneutes Verschieben,
in der Regel durch Rückverschiebung,
von Röntgenstrahler
und Detektor, eine nächste
Projektion der gleichen Länge
und der gleichen Anzahl von Meßwerten
(Abtaststellen) aufgenommen (Dual-Motion-CT-Geräte). In weiterentwickelten
Geräten
wurden Detektorsysteme mit mehreren Detektorelementen anstelle eines
einzigen verwendet, um mit einem Verschiebeschritt mehrere (Parallel-)
Projektionen gleichzeitig aufzunehmen. Dadurch konnten die Aufnahmezeiten
von zunächst
mehreren Minuten für
ein CT-Bild bis in den unteren zweistelligen Sekundenbereich reduziert
werden.
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Für
Aufnahmen am Körperstamm,
z.B. des Unterbauches, wurden zur Vermeidung bzw. Verringerung von
Bewegungsartefakten Aufnahmezeiten im einstelligen Sekundenbereich
angestrebt. Das führte
gegen Ende der 70er Jahre zur Ablösung der vorstehend beschriebenen
"Dual Motion"- Geräte durch
CT-Geräte
der heutigen Bauart, bei denen ein durch Strahler und Detektorsystem
aufgespannter Strahlenfächer
um den aufzunehmenden Objektquerschnitt rotiert und dabei Fächerstrahlprojektionen
aufnimmt (Nur-Rotation-CT-Geräte).
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Bis zum Ende der 80er Jahre war die
Aufnahmezeit für
ein Computertomogramm drastisch verringert worden, nämlich bis
auf etwa eine Sekunde, wie auch die Folge von Schichtaufnahmen in
kurzen zeitlichen Abständen
erfolgen konnte. Technisches Mittel hierfür war ein System von Strahler
und Detektor, das nicht mehr für
jede Aufnahmeaus der Ruhe auf eine Sollgeschwindigkeit beschleunigt
werden mußte,
dann durch Einschalten der Strahlung die Meßwerte ermittelte und nach
Abschluß dieser
Datenakquisition wieder zum Stillstand (und in die Ausgangsposition)
zu bringen war, sondern im Zustand der schnellen Rotation verblieb.
Für die Übertragung von
Energie in den rotierenden Strahler und von Signalen aus dem rotierenden
Detektor sind unterschiedliche Verfahren in Gebrauch gekommen.
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Eine besondere Nutzung dieser mechanischen
Anordnung ergab sich dadurch, daß ein Aufnahmevorgang, also
die Datenacquisition, also das Sammeln der für ein vollständiges Bild
benötigten Projektionsdaten,
und danach das Verbringen des während
der Datenacquision rotierenden Teilsystems von Strahler und Detektor
in den Ausgangszustand, nicht mehr abgeschlossen sein mußte, um
die Datenacquition für
eine folgende Aufnahme zu starten. Die Datenacquisition für die Bilder
einer Aufnahmefolge konnte so ohne Unterbrechung durchgeführt werden,
wobei der Patient kontinuierlich durch den von Strahler und Detektorsystem
aufgespannten Strahlenfächer
hindurchgeschoben wurde. Die Spur des Fächers auf der Patientenoberfläche folgte
also einer Spirale. Konsequenterweise wurde diese Art der Datenacquisiton,
mit der ohne Pausen zwischen den einzelnen Aufnahmen Daten für ein größeres Körpervolumen
aufgenommen werden konnten, Spiral-Computertomographie genannt. Dem Grundsatz der
klassischen CT, daß nur
zur Drehachse des Systems orthogonale Projektionen zur Bildrekonstruktion herangezogen
werden konnten, wurde z.B. dadurch Rechnung getragen, daß auch aus
benachbarten spiralig, also im wesentlichen schräg zur Verschieberichtung und
damit auch zur Systemlängsachse,
verlaufenden Projektionen durch Interpolation die benötigten orthogonalen
errechnet wurden.
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Diese Art der Computertomographen
wurde weiterentwickelt, wobei wesentliches Merkmal dieser Entwicklung
die Ausstattung mit einem Mehr- bzw. Vielzeilen-Detektorsystem ist.
Zum derzeitigen Stand der Technik sind Geräte vorgestellt worden, die
einen Detektor mit sechzehn Detektorzeilen mit so kleinen Ausmaßen der
Detektorelemente auch in Richtung der Systemachse besitzen, daß man mit
Schichten der Dicke von 1 mm und damit einer örtlichen Auflösung von
etwa 1 mm auch in Patientenlängsrichtung rechnen
kann.
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Solche CT-Geräte, die so schnell sind, daß auf ein
Querschnittsbild nur eine Akquisitionszeit von 0,3 sec entfällt, und
die eine hohe Auflösung
sowohl über
die Fläche
als auch in der Dickenausdehnung der Schicht besitzen, werden zunehmend
für die
Diagnostik größerer Körperabschnitte
benutzt. Im Vergleich zur Diagnostik mit klassischem Röntgenbild bieten
solche "Volumen-Computertomogramme" von vornherein sehr viel mehr
an diagnostischer Information, wobei die immer noch höhere örtliche
Auflösung des
klassischem Röntgenbildes
nur noch in Sonderfällen
von wesentlichem Vorteil ist. Allerdings ist dieses Mehr an diagnostischer
Information, ob in vollem Umfang benötigt oder nicht, auch mit einem
Vielfachen an Patientendosis verbunden. Aber das Mehr an diagnostischer
Information kann nicht nur grundsätzlich Sicherheit und Umfang
der diagnostischen Aussage erhöhen,
sondern bietet auch Raum für
die Rationalisierung von Untersuchungsabläufen durch den apriori Ausschluß anderer
Untersuchungsverfahren, z.B. einer klassischen Röntgenaufnahme, mit und/oder
ohne Kontrastmittel, die je nach im Verlauf der Untersuchung sich
präzisierender
Fragestellung mit dem Risiko unbefriedigender Aussagen behaftet sein
können.
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Computertomographen nach dem Stand
der Technik werden also voraussichtlich immer mehr diagnostische
Aufgaben von den klassischen Röntgenverfahren übernehmen.
Diese Erkenntnis hat bereits dazu geführt, daß die von den Computertomographen
mit Mehrzeilen-Detektoren applizierte Patientendosis intensiv diskutiert
wird, und Verfahren, diese Dosis möglichst niedrig zu halten,
auch in Geräte
aus der Serienproduktion eingebracht werden.
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Neue Erkenntnisse und Schlüßfolgerungen zu
der für
Computertomogramme applizierten Patientendosis werden in dem in
der Zeitschrift RöFo
im Maiheft 2002 veröffentlichten
Aufsatz von M. Prokop "Überblick über Strahlendosis
und Bildqualität
in der Computertomographie" berichtet. Die Bedeutung der Patientendosisdiskussion
wird in dieser Arbeit durch einen Vergleich auch mit Alltagskriterien
eindrucksvoll veranschaulicht: "Vergleicht man diese Risikowerte
mit Alltagskriterien, so rangiert das Risiko einer CT-Untersuchung
in Abhängigkeit
von der Technik über
dem Risiko einer Herzkatheteruntersuchung oder dem Berufsrisiko
in Hochrisikogruppen (Bergbau) und liegt nur mäßig unterhalb des Risikos durch Zigarettenkonsum".
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Zwei bekannte Maßnahmen zur Reduktion der Patientendosis
seien anhand von 1 erläutert. 1a zeigt die Außenansicht
eines Computertomographen vom Fächerstrahltyp
mit der sogenannten Gantry 1, mit dem Block 2 für Elektrik
und Elektronik wie auch dem Sichtgerät 3 zur Darstellung
der rekonstruierten Bilder. In der Geräteöffnung 4 der Gantry 1 ist
der Querschnitt 5 des im Gerät auf der Liege 5a gelagerten
Patienten dargestellt. 1b zeigt
das im Innern der Gantry 1 befindliche und um einen Mittelpunkt 6 und
damit um den Querschnitt 5 rotierende System 7,
das aus dem Strahler 8 und dem Detektor 9 mit
seinen Einzelelementen 9a, 9b usw. und den von
diesen abgehenden Verbindungen 11 zum Block 2 besteht.
Der Röntgenstrahler 8 mit
seinem Brennfleck 8a und der Detektor 9 mit seinen
Einzelelementen 9a, 9b usw. spannen den Röntgenstrahlenfächer 10 mit
den Einzelstrahlen 10a, 10b usw. auf, der nach dem
Prinzip der CT den Querschnitt 5 ganz einschließt.
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Wesentlich ist nun, daß jedes
Detektorelement 9a, 9b usw. nach Durchtritt der
vom Brennfleck 8a ausgehenden Strahlung durch den Patientenquerschnitt 5 eine
Strahlungsdosis erhält,
die wenigstens so hoch ist, daß für bei ihrer
Umsetzung in ein für
die Bildrekonstruktion brauchbares elektrisches Signal der Quantenrauschanteil
ausreichend klein ist. Die an einem Detektorelement 9a, 9b usw.
auftretende Strahlendosis darf also eine bestimmte Größe nicht unterschreiten.
Ein und derselbe Strahl 10a, 10b usw. der Strahlen 10a, 10b usw.
eines Strahlenfächers 10 wird
aber, je nachdem, welche Lage das Systems 7 während eines
Aufnahmevorgangs in Bezug auf den Patientenquerschnitt 5 gerade
einnimmt, eine mehr oder weniger große Strecke im Körper zurücklegen,
und es wird deshalb bei gleichbleibender Strahlungsleistung des
Strahlers 8 an dem vom ausgewählten Strahl, z.B. 10i getroffenen
Detektorelement 9i unter allen Detektorelementen 9a, 9b usw. eine
mehr oder weniger große
Dosis verfügbar
sein. Ist der Computertomograph z.B. so beschaffen, daß bei dem
Querschnitt 5 für
den Unterbauch eines Patienten in der Stellung des Systems 7 gemäß 1c die Dosis am Detektorelement 9i gerade
ausreichend wenig Rauschanteile verzeichnet, so tritt beim gleichen
Detektorelement 9i in der Stellung des Systems 7 gemäß 1b auf Grund der in Vergleich zu 1 c kürzeren Wegstrecke des Strahls
durch den Patienten und deswegen einer geringeren Strahlungsschwächung eine
Dosis auf, die höher
ist als für
einen ausreichend kleinen Rauschanteil benötigt. Sind in diesem Sinn die
Aufnahmeparameter für
einen beleibten Patienten gewählt,
und untersucht man dann unter Beibehaltung der Aufnahmeparameter
einen schlanken Patienten, so ist schon in der Stellung des Systems 7 gemäß 1b die Dosis am Detektorelement 9i höher als
für ausreichend
wenig Rauschanteile vonnöten.
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Die erste Maßnahme zur Reduktion der Patientendosis
läßt sich
aus dem gerade Gesagten sofort ableiten: Einstellbare Aufnahmeparameter
bei Computertomographen auch in Bezug auf die Strahlerleistung.
Diese wählt
man so, daß bei
einem Patienten mit gegebenem Querschnitt 5 die Strahlungsleistung
des Strahlers 8 noch für
eine brauchbare Dosis an dem Element 9b des Detektors 9 auch
dann noch ausreicht, wenn gemäß 1c der Strahl 10i des Fächers 10 einen
großen
Weg durch den Patientenquerschnitt 5 zurücklegen
muß, man
wählt die
Dosis aber auch nicht höher.
Bei beleibten Patienten werden also die Parameter gemäß einer
höheren
Strahlerleistung ausgewählt,
bei schlankeren Patienten gemäß einer
geringeren. Aber auch in diesen Fällen durchläuft in der Position des Systems 7 gemäß 1b der gleichen Strahl 10i aber
kürzere
Weg durch den Querschnitt 5; hier hat man hinzunehmen, daß an den
Detektorelementen 9i des Detektors 9 eine größere Dosis
als für
ein ausreichend rauscharmes Signal notwendig auftritt.
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Das Wesen dieser Maßnahme besteht
also darin, daß man
die Aufnahmeparameter patientenabhängig wählt. Werden am Computertomographen
nur solche Parameter eingestellt, die die Patientenleiblichkeit
nicht berücksichtigen,
so wäre
die damit gegebene Grundeinstellung so zu wählen, daß sich auch für sehr beleibte
Patienten brauchbare Bilder ergeben. Bei schlanken Patienten ist
in diesem Fall die applizierte Patientendosis höher als für brauchbare Aufnahmen notwendig.
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Bei der zweiten Maßnahme trägt man dem
je nach Winkelstellung des Systems 7 unterschiedlichen
Bedarf an die vom Strahler 8 abgegebene Strahlungsleistung
für ausreichend
rauscharme Signale zusätzlich
dadurch Rechnung, daß man
die Strahlungsleistung über
den Umlauf des Systems 7 um den Querschnitt 5 des
Patienten moduliert. Im Fall der Positionierung des Systems 7 gemäß 1b gäbe
der Strahler dann eine geringere Leistung ab als im Fall gemäß 1 c, und zwar so, daß in beiden
Fällen
die Dosis am Detektorelement 9i für ein ausreichend rauscharmes
Signal ausreicht, aber auch nicht wesentlich größer ist.
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Art und Amplitudenverlauf der Strahlungsleistungmodulation
sind an den jeweiligen Querschnitt anzupassen. Was für den in 1a bis 1c gekennzeichneten
Körperquerschnitt 5 gilt,
also einem Querschnitt durch den Körperstamm, kann nicht für den Querschnitt
eines Kopfes gelten. Hier wäre
ein andere zeitlicher bzw. drehwinkelabhängiger Verlauf der Strahlungsleistungsmodulation
zu wählen.
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In einer Variante der gerade beschriebenen zweiten
Maßnahme
könnte
auch der Computertomograph die für
eine Projektion notwendige Strahlungsmenge selbst bestimmen, indem
er z.B. bei einem Röntgenstrahler 8,
der pro Projektion einen Strahlungsimpuls abgibt, diesen Strahlungsimpuls
bestimmter Leistungsamplitude für
diese Projektion solange, aber auch nicht länger eingeschaltet hält, bis auch
für den
Detektor mit der geringsten Signaldosis diese Dosis ausreichend
groß geworden
ist.
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In Idealfall könnte das durch Überwachung und
"real-time"- Auswertung der an den Detektorelementen 9a, 9b usw.
anstehenden Signale geschehen. Die Ansprüche an die Schnelligkeit von
Detektorelektronik und Prozessor dürften aber (derzeit noch) einer
Realisierung entgegenstehen. Eine weniger aufwendige und deswegen
auch heute schon realistische Möglichkeit
ist die Berechnung der für
die jeweiligen Projektionen notwendigen Strahlungsleistungen aus
den Daten der in der Aufnahmeserie jeweils vorlaufenden Nachbarschicht.
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Die Bedeutung einer Untersuchungsstrategie
im Sinne des ALARA-Prinzipes für
die applizierte Dosis (ALARA = As Low As Reasonably Achievable) sei
durch den Hinweis verdeutlicht, daß es in der CT in Hinblick
für die
Erstellung von "richtig belichteten Bildern" normalerweile keine
zu hohe oder niedrige Strahlendosis gibt. Das steht in Gegensatz
zur klassischen Röntgenaufnahmetechnik
mit einem Film-Folien-System, wo ein Zuviel an Dosis zu einer Überbelichtung
und ein Zuwenig zu einer Unterbelichtung führen kann, also zu dann meist
unzulänglichen,
wenn nicht unbrauchbaren Röntgenaufnahmen.
Die von einer Dosisautomatik bestimmte Dosis dient also hier nicht
der Steuerung der Patientendosis, sondern ausschließlich der
richtigen Belichtung des Röntgenfilmes.
Der Dosisanpassung im Sinne des ausreichend geringen Quantenrauschens
trägt man
durch die Wahl unterschiedlich empfindlicher Film-Folien-Systeme
Rechnung.
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Ergänzend sei gesagt, daß die sehr
häufig an
der Stelle von Film-Folien-Systemen verwendeten Speicherleuchtstoffsysteme
sich ähnlich
verhalten wie ein Computertomograph; es muß für jeden Bildpunkt lediglich
soviel Dosis zur Verfügung
stehen, daß das
hier aufgezeichnete Signal einen ausreichend geringen Rauschanteil
aufweist. Ein Mehr an Dosis würde
aber keineswegs das Bild im Sinne einer Überbelichtung unbrauchbar machen.
Die Belichtungsautomatik soll hier, in Gegensatz zur Belichtungsautomatik
für ein
Film-Folien-System,
sicherstellen, daß auch
bei unterschiedlich dicken Körperabschnitten
oder unterschiedlich stark beleibten Patienten nicht mehr Dosis
als die für
die gewünschte Bildqualität notwendige
(im Sinne eines ausreichend geringen Bildrauschens) appliziert wird,
und damit die Patientendosis minimiert wird.
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Mit den für die CT vorstehend beschriebenen Maßnahmen
wird also nach Möglichkeit
dafür gesorgt,
daß innerhalb
einer Projektion (also dem Strahlenfächer 10 in einer bestimmten
Position des Systems 7) derjenige der Strahlen 10a, 10b usw.,
der auf dem Weg vom Strahler 8 zum Detektor 9 beim Durchtritt
durch den Patienten die größte Schwächung erfährt, das
ist in dieser Betrachtung gemäß 1c der Strahl 10i in dem ihm
zugeordneten Detektorelement 9i eine Dosis appliziert,
die für
ausreichend rauscharmes Signal notwendig, aber auch auch nicht größer ist.
Alle anderen Strahlen 10a, 10b usw., die nicht
die gleiche Schwächung
erfahren, und das ist der größere Teil
der Strahlen 10a, 10b usw., bieten also den ihnen
jeweils zugehörigen
Detektorelementen 9a, 9b usw. eine höhere Dosis
an als für
ein ausreichend rauscharmes Signal notwendig. Damit ist auch die
Patientendosis höher
als notwendig.
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Aufgabe der Erfindung ist es, einen
Röntgencomputertomographen
hinsichtlich der Strahlenbelastung des Patienten gegenüber dem
Stand der Technik zu verbessern.
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Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß durch die
in den Patentansprüchen
angegebenen Ausführungen
gelöst.
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Die Erfindung ist nachfolgend anhand
der 2 bis 6 näher erläutert.
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Bei dem erfindungsgemäßen Röntgencomputertomographen
gemäß 2 ist das von Röntgenstrahler
und Röntgengenerator
gebildete System so ausgebildet, daß an möglichst vielen Detektorelementen 9a, 9b usw.
die Dosis nicht oder nicht wesentlich größer ist als die, die für ausreichend
rauscharme Detektorsignale notwendig ist.
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Die Diskussion einer solchen Möglichkeit setzt
auf die oben anhand von 1 beschriebene "zweite
Maßnahme"
zur Reduzierung der Patientendosis auf. Wie schon dargelegt, trägt man bei
dieser zweiten Maßnahme
dem je nach Winkelstellung des Systems 7 unterschiedlichen
Bedarf an die vom Strahler 8 abgegebene Strahlungsleistung
für ausreichend
rauscharme Signale zusätzlich
dadurch Rechnung, daß man
die Strahlungsleistung während
des Umlaufes des Systems 7 um den Querschnitt 5 des Patienten,
also zeitlich, moduliert. Im Fall der Positionierung des Systems 7 gemäß 1b gäbe
der Strahler dann eine geringere Leistung ab als im Fall gemäß 1c, und zwar so, daß in beiden Fällen die Dosis
an keinem der Detektorelemente 9a, 9b usw. so
kleine Werte annimmt, daß in
den von den Detektorelementen 9a, 9b usw. abgegebenen
Signalen die Rauschanteile größer werden
als für
eine für
das zu rekonstruierende Bild angestrebte Bildqualität akzeptabel.
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Das bedeutet aber, wie ebenfalls
schon gesagt, daß nur
für denjenigen
der Strahlen 10a, 10b usw. der auf dem Weg zum
zugehörigen
Detektorelement 9a, 9b usw. die größte Schwächung erfährt, das ist
in der Regel der Strahl 10i etwa durch die Patientenmitte,
am zugehörigen
Detektorelemente 9i die Bedingung der gerade ausreichenden
Dosis erfüllt. Die
anderen Strahlen 10a, 10b usw. werden weniger geschwächt und
bieten, da die über
den Fächer
verteilte Strahlungsleistung im wesentlichen konstant ist, den zugehörigen Detektorelementen
eine höhere Strahlendosis
an als für
ein ausreichend rauscharmes Signal notwendig. Das bedeutet aber
auch, daß auf
dem Weg dieser Strahlen 10a, 10b usw. die Einfallsdosis
höher als
notwendig ist und damit auch die durch diese Strahlen 10a, 10b usw.
applizierte Patientendosis.
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Eine Verbesserung zur Anpassung der
Dosis bietet eine zusätzliche örtliche
Modulation der Strahlungsleistungsverteilung über den Strahlenfächer 10. Erfindungsgemäß wird zum
Zwecke einer solchen Modulation ein Strahlenfächer 14 gemäß 2 aus den beiden Strahlenfächern 12 und 13 durch Überlagerung
zusammengesetzt. Der Strahlenfächer 12 hat einen
größeren Fächerwinkel
als der Strahlenfächer 13,
und nur seine Strahlen 12a, 12b usw. durchsetzen
auch die rechten und linken seitlichen Bereiche des Querschnitts 5 des
Patienten. Der Strahlenfächer 13 mit
seinem kleineren Fächerwinkel überlagert
seine Strahlen 13a,13b usw. den Strahlen 12a, 12b usw.
im inneren Bereich des Querschnitts 5. Dieser innere Bereich
bedarf ja zur Durchdringung auch einer höheren Strahlungsleistung, wenn
an allen hinter dem Querschnitt 5 befindlichen Detektorelementen 9a, 9b usw.
etwa die gleiche Strahlungs-eistung anstehen soll. Die Skizzen in 3 veranschaulichen die Strahlungsleistungsverteilung,
genauer gesagt, den Verlauf der Strahlungsleistungsdichte, über den
Fächerwinkel,
mit dem Strahlungsleistungsverlauf 12L für den Strahlenfächer mit
großem
Fächerwinkel,
mit dem Strahlungsleistungsverlauf 13L für den Strahlenfächer 13 mit
kleinem Fächerwinkel
und mit dem Strahlungsleistungsverlauf 14L für den Strahlenfächer 14 als
zusammengesetztem Fächer.
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Bei der Erzeugung eines Strahlenfächers 10 gemäß 1 wird davon Gebrauch gemacht,
daß bei
einer Röntgen-Drehanodenröhre 15 gemäß 4 und dort 4a ein
auf die Drehanode 16 auftreffender und mit der Kathode 17 erzeugter
Elektronenstrahl 18 einen strichförmigen Brennfleck 19 erzeugt,
der zur Röntgenabbildung
von Objekten innerhalb des für
die Abbildung genutzten Strahlenfeldes mit der projektiven Verkürzung seiner
Linienausdehnung wirkt, also als vergleichsweise kleiner Brennfleck
effektiv ist. Dazu kommt, daß über einen
ziemlich großen
Raumwinkel die beobachtete Strahlungsleistung in einem gegebenen
Abstand vom Fokus im wesentlichen konstant bleibt, gleichgültig, unter
welchem Winkel zur Normalen 20 des Brennfleck 19 der Beobachtungspunkt
liegt, solange nur der Brennfleck beobachtbar bleibt. (Von dieser
Eigenschaft profitiert die klassische Röntgenaufnahmetechnik z.B. mit
ihren Film-Folien-Systemen, die ja über ihre Strahleneintrittsfläche gleichmäßig belichtungsempfindlich sind.)
Die Blende 21 blendet aus dem aus dem Brennfleck 19 austretenden
Röntgenstrahlenbündel den
für die
Computertomographie benötigen
Strahlenfächer 10 aus,
von dem die beiden projektiven Spuren 22 von Strahlen 10a, 10b usw.
seine Dicke kennzeichnen.
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4b zeigt
die Drehanode 16 und den Brennfleck 19 sowie Strahlen 10a, 10b usw.
des Strahlenfächers 10,
wie sie sich von der Stirnseite der in 4a dargestellten
Röntgen-Drehanodenröhre 15 aus
gesehen zeigen.
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In 5 setzt
sich dieser linienförmige Brennfleck 19 aus
zwei Teilbrennflecken 19a und 19b zusammen, die
beide durch voneinander unabhängig in
ihrer Intensität
steuerbaren Elektronenstrahlen 18a und 18b erzeugt
werden. Die von den beiden Teilbrennflecken 19a und 19b erzeugten
Strahlenbündel werden
gemäß 5a durch die Blende 21 auf die Strahlenfächer 12 und 13 in
Hinblick auf ihre Dicke eingeblendet, die beide zusammen den Strahlenfächer 14 ergeben,
wobei die Strahlen 22a projektive Spuren von Strahlen 14a, 14b usw.
des Strahlenfächers 14 sind,
also auch der Strahlen 12a, 12b usw. und 13a, 13b usw.
der sich zum Strahlenfächer 14 überlagernden
Strahlenfächer 12 und 13.
Gemäß 5b werden die den Brennflecken 19a und 19b zugehörigen Strahlenfächer 12 und 13 durch
die fokus- oder brennflecknah angebrachte Blende 23 auf unterschiedlich
große
Fächerwinkel
eingestellt. Die Blende 23 wirkt auf den Fächer 12 so,
daß er
lediglich den zentral gelegenen Teil des Fächers 13 bzw. des Gesamtfächers 14 überdeckt,
wie seine an seinem Fächerrand
befindlichen und für
die Zeichnung ausgewählten
Strahlen 12a, 12b usw. verdeutlichen. Der vom
Teilbrennfleck 19b erzeugte Strahlenfächer 13 hingegen,
erkenntlich an den vier eingezeichneten Randstrahlen seiner Strahlen 13a, 13b usw.
wird durch die Blende 23 nicht oder nur wenig beeinflußt. Für den zusammengesetzten
Fächer 14 ist
dann im Sinne der 3 der
Verlauf seiner Strahlungsleistung 14L über den Fächerwinkel durch die Wahl unterschiedlich
hoher Strahlungsleistungen 12L und 13L der beiden Fächer 12 und 13 bestimmt,
also durch Wahl der Intensität
der zugehörigen
Elektronenstrahlen 18a und 18b oder eben ihrer
elektrischen Ströme.
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Aus der Zeichnung in 5b ist
ersichtlich, daß die
Blende 23, um in dem beschriebenen Sinn wirksam zu sein,
brennfleck- oder fokusnah angeordnet sein muß; je nach Konstruktion des
Röntgenstrahlers
kann "brennfleck- oder fokusnah" innerhalb aber auch außerhalb
der Vakuumhülle
bedeuten.
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Der Strahlungsleistungverlauf 14L
des Strahlenfächers 14 kann
nun dem Strahlungsschwächungsverhalten
unterschiedlicher Objektquerschnitte 5 aus unterschiedlichen
Einstrahlrichtungen betrachtet dadurch angepaßt werden, daß durch
Wahl unterschiedlicher Strahlungsleistungsverläfe 12L und 13L der beiden Strahlenfächer 12 und 13 seine
Außenbezirke
z. B. mit deutlich weniger Strahlungsleistung besetzt sind als der
zentrale Teil, wie in 6a gezeigt.
Bei unterschiedlich ausbildbaren Verhältnissen zwischen der Strahlungsleistung
in den Außenbezirken
des Strahlenfächers 14 und
in seinem zentralen Teil kann die in diesem auftretende maximale Strahlungsleistung
auch unterschiedlich groß gewählt werden.
In 6a und 6b sind
zwei Beispiele für
die Überlagerung
von Strahlungsleistungsverläufen
12L und 13L zu Strahlungsleistungsverläufen 14L, jeweils
unterschiedlicher Kurvenform bei gleichbleibendem Maximalwert dargestellt.
Auch kann bei gleichbleibender Kurvenform für den Strahlungsleistungsverlauf
14L der Maximalwert erhöht werden,
was der Vergleich von 6b und 6c veranschaulicht.
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Durch Gestaltung der Blende 23 mit
verlaufendem Übergang
vom Durchlaßbereich
für die Strahlung
in den Sperrbereich ("halbtransparente Blende") kann die eher rechteckige Kurve
des Strahlungsleistungsverlaufes 12L an eine Glockenkurve angeglichen
werden, wenn das dem Strahlenschwächungsverhalten des Objektquerschnitts 5 in
seinen zentral gelegenen Partien besser entspricht. Auch der Strahlungsleistungsverlauf
13L kann einer Glockenkurve angenähert werden, durch eine zusätzliche,
aber nicht notwendigerweise brennflecknahe Blende mit halbtransparenten Übergängen oder durch
ein Verlaufsfilter oder aber auch durch eine solche Gestaltung der
brennflecknahen Blende 23, daß sie auch den Strahlenfächer 13 beeinflußt, wie
auch aus 5b ersichtlich ist. Für den resultierenden Strahlenfächer 14 kann
so ein Strahlungsleistungsverlauf 14L erzielt werden, der sich nichtabrupten Übergangen
des Schwächungsverhaltens
auf Null beim Durchtreten der Strahlung durch Randbezirke des Objektquerschnitts 5 besser
annähert.
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Die Einstellung der Strahlungsleistungsverläufe 12b und 13b der
beiden von den Teilbrennflecken 19a und 19b ausgehenden
Teilfächer 12 und 13 über die
geeignete Wahl die zugehörigen
Elektronenstrahlen 18a und 18b ist der Steuerung
des Gesamtsystems vorbehalten. Es stellt den durch den abzubildenden
Querschnitt 5 gegeberen Schwächungsverlauf fest und richtet
danach die Strahlungsleistungsverläufe 12L und 13L so ein, daß Fächerstrahlen 14a, 14b usw.
die beim Durchtritt durch den Objektquerschnitt 5 große Schwächungen
erfahren, für
einen gegebenen Anspruch an die Kleinheit der in den Detektorsignalen
enthaltenen Rauschanteils immer noch ausreichend viel Strahlungsleistung
an möglichst
viele von diesen Einzelstrahlen 14a, 14b usw. getroffenen
Detektorelemente bringen, aber auch nicht wesentlich mehr. Das Gesamtsystem
hält auch die
Strahlungsleistungsdaten der jeweils eingestellten Strahlungsleistungsverläufe 12L
und 13L für
die Bildrekonstruktion bereit, soweit hier als Bezugsgrößen erforderlich,
z.B. zur Feststellung der an den Detektorelementen 14a,14b usw.
auftetenden Strahlungsleistung ohne Schwächungswirkung durch den Objektquerschnitt 5.
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Bezüglich der den Teilbrennflecken 19a und 19b zugeordneten
Elektronenstrahlen 18a und 18b sei vermerkt, daß diese
Elektronenstrahlen 18a und 18b nicht notwendigerweise
getrennten Kathoden entstammen müssen.
Es ist auch eine Kathode vorstellbar, die einen Elektronenstrahl
erzeugt, der durch fortlaufende und unterschiedlich schnelle Ablenkung
und dadurch gegebene unterschiedlich lange Verweilzeiten in den
Gebieten der Teilbrennflecke 19a und 19b zu dem
gewünschten
Verhältnis
der Strahlungsleistungsverläufe
12L und 13L führt.
Die gleiche Wirkung würde
erzeugt, wenn die Verweilzeiten des Elektronenstrahls am jeweiligen
Ort der Teilbrennflecke gleich wären
und über
diese Verweilzeiten die Intensität
der Elektronenstroms verändert würde. Auch
unterschiedlich lange Verweilzeiten bei gleichzeitiger Steuerung
des Elektronenstroms wären
denkbar.
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Als Sonderfall sei die Möglichkeit
erwähnt, den
Strichbrennfleck 19 gemäß 5 aus zwei Teilbrennflecken 19a und 19b zusammenzusetzen,
für die
die zugehörigen
Elektronenströme 18a und 18b aus
einer Kathode 17 kämen,
deren Konstruktion das Verhältnis
der beiden Elektronenströme 18a und 18b bestimmt.
Die Strahlungsleistungsverläufe
12L und 13L wären
dann allerdings nicht mehr voneinander unabhängig einstellbar; bestimmten
Optimierungsbedingungen für
die Dosisanpassung könnte
der resultierende Strahlungsleistungsverlauf trotzdem genügen. (Die
Elektronenströme
der Elektronemstrahlen 18a und 18b können je
nach Gestaltung der Kathode auch allmählich ineinander übergehen,
so daß ein Strichbrennfleck 19 mit über seine
Länge sich
allmählich ändernder
Strahlungsleistungsbelegung resultiert.)
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Des weiteren ist festzustellen, daß die beiden
Teilbrennflecke 19a und 19b gemäß 4 nicht Strichbrennflecke
sein müssen.
Es können
Brennflecke beliebiger Form sein, wenn nur aus den durchstrahlten
Objektbereichen heraus beide zusammen als ein einziger und für den Abbildungszweck
ausreichend kleiner Brennfleck wahrgenommen werden, sie aber trotzdem
so weit auseinander liegen, daß aus
den von ihnen ausgehenden Röntgenstrahlenbündeln im
Sinne der Erfindung Strahlenfächer 12 und 13 mit
unterschiedlichem Fächerwinkeln
ausgeblendet werden können.
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Die bislang für eine Drehanodenröntgenröhre angestellten
Betrachtungen lassen sich auch auf eine Stehanodenröhre übertragen.
Die beschriebene Blende 23 in 5 wäre
dann offensichtlich konstruktiv einfacher zu gestalten, denn die
Bedingung ihrer Brennflecknähe
für die
Blende 23 könnte
z.B. dadurch realisiert werden, daß sie unmittelbar an der Stehanode
angebracht wird bzw. durch entsprechende Ausformung der Stehanode
integraler Bestandteil von dieser wird.
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Es sei abschließend erwähnt, daß grundsätzlich und im Sinne des dargelegten
Verfahrens die von Teilbrennflecken ausgehenden Strahlenbündel auch
als Strahlenkegel unterschiedlich großer Öffnungswinkel einander überlagert
werden können,
um z.B. für
die klassische Röntgenbildgebung
dort eingesetzt zu werden, wo für
den das abzubildende Objekt durchsetzenden Strahlenkegel unterschiedliche und
einstellbare Strahlungsleistungsverläufe im Sinne von 6 (jedoch jetzt als Verläufe über alle Schnitte
durch die Achse des Strahlenkegels gesehen) für diesen das abzubildende Objekt
durchsetzenden Strahlenkegel von Interesse wären. Solches könnte speziell
bei der digitalen Röntgenbildgebung Sinn
machen, je nach Schwächungsverhalten
der zu durchstrahlenden Objektteile die auf diese Teile entfallende
Strahlungsleistung nicht größer zu machen als
für ausreichend
rauscharme und den jeweiligen Bildelementen zuzuordnenden Signale
nötig.